通过非选择性的定制RF脉冲补偿磁共振成像中的B

摘要

一种激发身体中的核自旋的方法，所述方法包括以下步骤：（a）将所述身体（PB）置入静磁场（B

说明书

技术领域

本发明涉及一种用于校正核磁共振（NMR）中、特别是核磁共振成像（MRI ）中的射频脉冲场（或者“B₁”）不均匀性的方法。本发明还涉及适用于执行这样 的方法的设备或者“扫描仪”。

背景技术

磁共振成像（MRI）为在研究和诊断中非常强大的工具。其包括：将身体置 入静磁场B₀中以定向其核自旋；使身体暴露于被称为“拉莫尔频率”的共振频率 下的横向的、圆极化的射频（RF）脉冲B₁，以使所述核自旋翻转预定的角度； 以及检测翻转的核自旋发出的信号，从该信号可以重建身体的图像。此处的“横 向”是指射频脉冲的偏振面与静磁场B₀垂直，该静磁场B₀通常被认为沿着“z”轴 线定向。

目前的趋势为朝向越来越高强度的静磁场发展以便改进MRI的空间分辨 率。例如，目前在临床实践中使用的是1.5T（特斯拉）的磁场，在商用仪器中 使用的最高磁场为3T，以及研究系统可以在大于7T下运行。然而，随着静磁 场的强度增大，射频脉冲的波长减小并且该射频脉冲的振幅在待成像的身体内 的分布变得不那么均匀。

在3T下，射频脉冲场的不均匀性已经带来明显的伪像。在7T下，质子的 拉莫尔频率为约298MHz，其对应于人的脑部中约14cm的波长，即，与人的头 部的尺寸相当的尺寸。在这些情况中，射频场空间分布如此不均匀以致于图像 （诸如用标准技术获得的人脑部的图像）会变得非常难以解读。

B₁的不均匀性问题如此重要，以致于其会阻碍高分辨率MRI的进一步发展。

已经开发出大量的技术以弥补B₁的不均匀性，或者，更普遍地，以根据均 匀的激发图案激发核自旋。

并行传输在于使用多个天线来产生射频脉冲场B₁。在“静态”并行传输（“RF 匀场”）中，调整各个天线上的振幅和初始相位以便通过干涉使RF场均匀化。 反之，“动态”并行传输（例如，在所谓的“Transmit SENSE”技术[1]中）目的不 在于均匀化瞬时射频场，而仅在于产生的自旋翻转角。换句话说，该场在某给 定的时刻保持不均匀，但是该射频场的暂时变化最终产生所需的激发图案。相 对于静态“RF匀场”，动态并行传输允许在很大的体积中使翻转角均匀化并且 减少作为热而残留在身体中的电能。然而，所有的并行传输技术具有增加硬件 复杂性的缺点。如果并行传输被用作用以抵消B₁不均匀性的唯一策略，则需要 非常复杂的激发线圈或者必须容忍明显的剩余的不均匀性。

“三维定制脉冲”方法[2，3]使用时变的磁梯度以在空间频域（“k-空间”）中 沿着预定的轨迹行进，同时发射RF脉冲。

具体地，文献[2]涉及一种使用一串螺旋形式的k-空间轨迹来实现均匀激发 （即，翻转）置入均匀B₀场中的身体的关注区域内的自旋的方法。因RF脉冲 持续时间长，故该方法是不利的，使得对于临床应用而言，该方法是不可行的， 并且使B₀不均匀性和弛豫问题变得突出。

文献[3]描述了一种使用沿给定方向具有静磁场梯度的“轮辐式”轨迹来进 行切面选择的方法。该方法仅解决了切面中的翻转角均匀化，并且假定穿过所 选的切面的B₁的不均匀性不明显。

发明内容

本发明的目的在于提供在诸如人的脑部的扩展体积上均匀激发核自旋的方 法，以克服现有技术的至少一部分限制。本发明的方法基于发现短的非可选性 定制的射频脉冲的策略；其不要求并行传输，但如果并行传输可用的话，可以 从中受益。

则本发明的目的为根据权利要求1的激发身体中的核自旋的方法，所述方 法包括以下步骤：

（a）将所述身体置入静磁场B₀中以沿着磁化轴定向核自旋，所述静磁场至 少在所述身体的关注体积上为基本上均匀的；

（b）将所述身体或者至少所述关注体积暴露于具有沿着至少三个非共面 的方向定向的分量的随时间变化的磁场梯度以及暴露于横向射频场（B₁），由此 所述随时间变化的磁场梯度限定k-空间中的由连接离散点的线段构成的三维轨 迹，并且所述横向射频场沿着所述轨迹的至少一部分沉积射频能量，以使所述 核自旋翻转相同的预定翻转角，而与所述核自旋在所述关注体积内的位置无关。

磁场B₀为“基本上均匀”，这是指尽可能合理的均匀，而没有故意引入的梯 度。事实上，由于待成像的身体的磁化率的不均匀性，该磁场的一些空间变化 ΔB₀总是存在。如将在下文描述的，在脉冲设计中该空间变化可以被说明原因。

具体地，所述随时间变化的磁场梯度可以由磁场梯度脉冲序列组成。甚至 更具体地，所述横向射频场可以包括与所述磁场梯度脉冲交错的横向射频子脉 冲，由此所述射频子脉冲将射频能量沉积在k-空间的离散点中。甚至更具体地， 通过避免同时施加射频场和所述磁场梯度脉冲，可以仅在k-空间的所述离散点 中沉积射频能量。

尽管文献[2]的方法尝试对k-空间执行相当广泛的采样，这样导致非常长的 脉冲，但本发明的方法基于激发少量的仔细选择的空间频率分量。文献[3]的方 法也实现了对二维k_x-k_y平面进行稀疏采样，但由于静态切片编码梯度，其同时 执行沿着k_z轴线对线段进行快速扫描；此外，如上文所述，该方法本质上为切 片选择性的并且不允许在扩展的体积上有翻转角均匀化。

根据本发明的实施方式的方法的独特特征为以下事实，即射频能量专有地 或非专有地沉积在所述k空间中的对应于传输k-空间轨迹的“静态”点的离散位 置中或“k_T点”中。换句话说，在根据本发明的所述实施方式的该方法中，有限量 的能量沉积在k-空间的选定点处，在所述选定点处，k-空间轨迹进行短暂的停止。 反之，在文献[2]的方法和文献[3]的方法中，仅在沿着k-空间中的线（对于[2]而 言，k_x-k_y平面中的螺旋，对于[3]而言，沿着k_z轴线的“轮辐”）移动时，才沉积 射频能量。

具体地，射频能量的沉积可以为完全离散的。在该情况下，没有射频子脉 冲被同时施加到磁场梯度脉冲。可替选地，可以采用“混合”方法，其中，在k_T点之间运动时，也可以沉积一些射频能量。在限制的情况下，通过持续地出现 梯度同时穿过k_T点和/或通过当k-空间轨迹未卷绕时持续地出现射频场，可以避 免在k_T点停止。在任何情况下，考虑到翻转角的不均匀性目标剩余扩展，重要 的观点是保持访问的k_T点的数量尽量小以及选择穿过k_T点的最短的可行轨迹。 有利地，k-空间轨迹可以由连接仔细选择的k_T点（对应于轨迹的尖的“弯头”或 者弯曲部）的（近似）直线段构成。

本发明的方法的另一区别特征在于所有的空间方向（x、y和z）并且由此所 有的空间频率方向（k_x、k_y和k_z）基本上以同样的方法处理。反之，在文献[2] 的方法和文献[3]的方法中，沿着k_z轴和在k_x-k_y平面中以不同的方式对k空间采 样。

本发明的方法的具体实施方式构成从属权利要求2-13的主题。

本发明的另一目的是一种在人的头部中激发核自旋的方法，该方法包括以 下步骤：

（a）将所述人的头部或者其一部分置入静磁场中，以沿着基本上平行于所述 人的头部的颅骨-尾骨方向的磁化轴定向核自旋，所述静磁场至少在所述人的头 部的关注体积（VOI）上为基本上均匀的；

（b）至少将所述关注体积暴露于限定k-空间中的由连接离散点的直线段构 成的二维轨迹的随时间变化的磁场梯度，且具有横向极化的所述非可选性射频 脉冲沿着所述轨迹的至少部分沉积射频能量；确定k-空间中的所述离散点的位 置，并且设计具有横向极化的所述非可选性射频脉冲，以使所述核自旋翻转相 同的预定翻转角，而与所述核自旋在所述关注体积的位置无关。

更具体地，所述随时间变化的磁场梯度可以具有沿着所述颅骨-尾骨方向定 向的第一分量和沿着所述人的头部的左右方向定向的第二分量，而不具有沿着 所述人的头部的腹部-背部的方向定向的分量。

有利地，具有横向极化的所述非可选性射频脉冲可以通过多个环绕所述颅 骨-尾骨方向布置的天线辐射出。

本发明的另一目的为一种执行磁共振成像的方法，所述方法包括激发待成 像的身体中的核自旋的步骤，其特征在于，通过实施如上文所述的方法执行所 述步骤。

本发明的另一目的是磁共振成像扫描仪，其包括：

-用于产生静磁场以沿着磁化轴定向核自旋的磁体，所述静磁场至少在所 述身体的关注体积上为均匀的；

-用于产生横向射频场和磁场梯度脉冲并且用于将所述子脉冲朝向所述身 体定向部件；以及

-用于检测在所述身体内或者至少所述关注体积内的翻转的核自旋发出的 信号的部件；

其特征在于，用于产生横向射频场和磁场梯度脉冲的部件包括用于执行上述方 法的部件。

附图说明

结合附图，根据以下描述，本发明的另外的特征和优点将变得明显，其中：

-图1为用于实施根据本发明的方法的磁共振成像扫描仪的方框图；

-图2为适用于并行传输并且用来实施本发明的实施方式的多偶极子头部 线圈；

-图3A到图3C为沿着置于均匀的磁场中并且暴露于单一的非可选择的（矩 形）射频脉冲下的凝胶体模的轴向平面、矢状平面和冠状平面的翻转角分布的 三个示图；

-图4A到图4C为图3A到图3C的翻转角分布的傅里叶变换和理想的均匀 激发的傅里叶变换之间的绝对差值的三个示图；

-图5A到图5C为通过应用本发明的方法获得的沿着所述凝胶体模的所述 轴向平面、矢状平面和冠状平面的翻转角分布的三个示图；

-图6为对应于根据本发明的实施方式的方法的k-空间轨迹；

-图7A为在本发明的所述实施方式中所用的射频子脉冲的功率的曲线图；

-图7B、图7C和图7D为沿着本发明的所述实施方式中所用的用以限定图 6的k-空间轨迹的三个正交轴（分别为x、y和z）的磁场梯度的曲线图；

-图8为根据本发明的实施方式的方法的流程图；

-图9A为对应于根据本发明的另一实施方式的方法的k-空间轨迹；

-图9B为在本发明的所述实施方式中所用的射频子脉冲的功率的曲线图；

-图9C、图9D和图9E为沿着本发明的所述实施方式中所用的用以限定图 9A的k-空间轨迹的三个正交轴（分别为x、y和z）的磁场梯度的曲线图；以及

-图10A到图10D为用于评估本发明的所述实施方式的性能的对比测试的 结果。

具体实施方式

图1非常示意性地示出磁共振成像（MRI）扫描仪，其包括：

-磁体M，用于产生静态的、基本上均匀的且沿着方向z定向的磁场B₀，待成 像的患者身体（或者患者身体的一部分）PB置入于该磁场中；

-射频线圈RFC，用于使所述身体暴露于横向的射频脉冲（此处的“横向”是指 具有垂直于B₀的极化，并且因此在x-y平面中）且用于检测所述身体内的翻转 的核自旋所发射出的信号；

-三组梯度线圈GC，用于产生梯度场，即，沿着z方向定向且沿着穿过关注 体积（VOI）的相应空间方向线性变化的磁场；

-振荡器OS、调制器和RF放大器，用于产生供给射频线圈的射频脉冲。在并 行传输中，所述射频调制器和放大器被重复的次数为存在的输送通道的个数；

-接收器R，用于在解调和数字化所述自旋共振信号之前放大该信号。在并行 图像中，前置放大器和接收器被重复的次数为存在的接收通道的个数；以及

-信息处理装置IPM，其驱动振荡器OS、射频线圈RFC和梯度线圈；并且用 于接收和处理通过接收器R放大的共振信号S_R（t）。信息处理装置IPM可以为 计算机或者一组电子可编程计算机，其至少包括用于存储计算机程序（即，可 执行的代码片段）的存储器和用于执行所述程序的至少一个处理器。该扫描仪 的硬件部分可以为常规的硬件，而软件适用于执行本发明的方法。因此，软件 装置–例如，在计算机可读存储介质（诸如CD-ROM）上存储的代码-可以将标 准扫描仪转变成根据本发明的装置，而无需对硬件进行任何变动。

图2示出适用于执行根据本发明的实施方式的方法的射频线圈。该线圈特 别适用于对人的头部进行成像。其作为8-通道的收发器并且包括圆柱状绝缘壳 体CH（内径为27.6cm），该圆柱状绝缘壳体CH可以容纳患者身体PB的头部 PBH，具有旨在在患者的眼睛前方定位的狭槽（这不是必须的）。8个带状线形 的偶极子D1到D8在该壳体内每隔40°分布。这些偶极子彼此相同并且具有独 立的驱动电路（未示出），使得它们可以发射出具有独立限定的振幅和相位的线 性极化的电磁场。应该理解，任何其他的MRI线圈可以用来执行本发明。同一 线圈可以用来发射和接收RF信号（如在本文所描述的实施方式中），或者可以 使用不同的发射线圈和接收线圈。

本发明的方法基于用于输送中的单次激发的k-空间的3D-覆盖的新颖的并 且高效的策略，其限制RF脉冲持续时间同时保持振幅大小符合人身安全规定和 SAR（比吸收率）规定。该方法产生非可选性的RF脉冲，该非可选性的RF脉 冲使核自旋翻转角（FA）在很大体积上得以均匀化。这是受到使用“三维定制 脉冲”的现有方法启发的，诸如参考文献[2]和参考文献[3]中描述的方法。具体 地，其新颖之处在于使用沿着三个正交方向–或者更一般地：非共平面的方向的 磁场梯度的脉冲（“标记脉冲（blips）”）以在3D的k-空间中行进，并且在静态 k-空间地点（称为“k_T-点”）中传输RF，在k_T-点中，特别需要能量来克服RF的 不均匀性。在k_T-点中作用的矩形子脉冲可以具有可变化的持续期间以提供总脉 冲长度和SAR最小化之间的理想折中。

图3A到图3C示出沿着球状凝胶体模（直径为16cm）的轴向面（1A）、矢 状面（1B）和冠状面（1C）的翻转角分布的灰度图，该球状凝胶体模置于均匀 的7T磁场B₀中并且暴露于处于被调谐在水质子的拉莫尔频率（298MHz，7T） 下的单一的、非可选性的（矩形的）横向的、圆极化射频（B₁）脉冲。通过用 相同的振幅和与8个偶极子D1到D8的相应的方位角相同的初始相位驱动这8 个偶极子来获得圆极化（CP）的脉冲。该凝胶体模具有与一般头部相同的介电 常数和导电率。

选择射频子脉冲的振幅和持续时间以使得，如果该体模内的B₁分布为均匀 的，则质子的核自旋将翻转15°；除非另外说明，目标翻转角（FA_目标）为15°。 这些图示出，实际的翻转角（FA）分布为非常不均匀的，具有23%的NRMSE （标准均方根误差检验值）和从4.9°到23.3°变化的翻转角值。

通过使用由矩形脉冲驱动的实际翻转角获取序列（AFI）[4]获得图3A到图 3C的FA示图。除了这些示图之外，还在同一序列中获得附加的回波以根据回 波之间的相演变来测量主磁场的空间变化（ΔB₀）[5]。该ΔB₀的不均匀性示图可 以随后被用来改善定制的脉冲设计，但这不是本发明的主题。

图4A到图4C示出图3A到图3C的翻转角分布的傅里叶变换与针对FA均 匀化而沿着z-轴选择的132-mm层块的理想均匀激发（FA（x,y,z）=FA_目标）的 傅里叶变换之间的绝对差值的灰度图，该VOI尺寸粗略地对应于成人脑部的轴 向高度。

这些图示出，FA的均匀的目标分布的傅里叶变换和用标准的圆极化（CP） 模式获得的FA分布的傅里叶变换的差值得出聚集在k-空间的中心周围的主频率 分量。这些空间频率特别是需要处理以便补偿B₁-不均匀性的频率。

根据本发明的方法，通过用描述具体地补偿B₁-不均匀性的激发k-空间轨迹 的子脉冲序列来驱动RF线圈和梯度线圈，在VOI内可以获得FA的均匀化。因 此，该轨迹在下文将被称为“补偿轨迹”。同时，CP-模式图像和均匀的目标激发 之间的差值被称为“补偿图案”。

基于本发明的一个观点为，可以通过使用在k-空间的中心周围仅包括小数 量N个（通常小于10）离散的空间频率分量的简单的传输k-空间轨迹来获得近 似均匀的FA分布，而不用执行文献[2]所教导的k-空间的扩展采样。这使得脉冲 持续时间明显减小。如下文将讨论的，并行传输的使用可使脉冲持续时间进一 步减少，在所示出的设置的情况中，将减少到小于1毫秒。

如上文所述，在本发明的可替选的实施方式中，当在k_T-点之间移动时，射 频能量也可以被沉积。甚至可以在所选定的k_T-点处不停止并且持续地进行梯度， 同时穿过k_T-地点。所引起的脉冲持续时间的另外的减少取决于在不同的地点需 要沉积的能量的量。通常，脉冲持续时间的这些减少是以SAR增大为代价的， SAR增大可以限制快序列的应用性。最终，总的k-空间轨迹可以为静态k_T-点与 快速交叉点交错的混合连接以提供SAR最小化和脉冲持续时间之间的最佳平 衡。

所述k_T点–或者所述k_T点的至少一部分–有利地被选择成对应于在离散的网 格上采样的、所述补偿图案的三维傅里叶变换的N个最有能量的分量。

图6示出k-空间轨迹，该轨迹包括9个k_T点，即k_T¹-k_T⁹（黑球）。这些点中 的七个点（k_T¹-k_T⁵，k_T⁷，k_T⁸）对应于通过简单CP模式（图3A到图3C）引起 的VOI上的翻转角分布的三维傅里叶变换与VOI上的均匀分布的三维傅里叶变 换之间的差值（图4A到图4C）中的七个最具能量的傅里叶分量。除了k-空间 中的中心位置之外，这些k_T-点通常对应于其中心在k-空间中的平行六面体的面 中心，该平行六面体的边的尺寸大约为（2/λ_obj），其中λ_obj为待成像的对象的在 三个空间方向的任一方向中的RF波长。在本发明的情况下，由于待成像的对象 （人的脑部）的尺寸与RF波长的数量级相同，则认为λ_obj等于视场FOV，视场 FOV仅略微超出所述对象的尺寸，其从而与VOI一致。在该情况中，平行六面 体具有尺寸2/FOV。

在一些情况中可以使用小于6个k_T-点，例如，使用其中心在k-空间中的所 述平行六面体的非平行面的三个中心点。该平行六面体也可相对于k-空间的中 心略微偏移；但其应该包含所述中心，即，点k_x=k_y=k_z=0。

另外的两个k_T点（k_T⁶，k_T⁹）是沿着k_z在与k-空间的中心相距2/FOV距离 处而选择的。发现这些另外的k_T–点增强性能。虽然傅里叶变换方法表明在这些 另外的点处有相对较大的作用，但它们不是具有次高振幅的点。关于这些另外 的点改善性能的说明将在下文讨论。

在图6的示例中，k-空间轨迹开始于k_T¹且结束于k_T¹，k_T¹坐标为：k_x=k_y=k_z=0。

图7B、图7C和图7D示出分别沿着用来限定图6的k-空间轨迹的x轴、y 轴和z轴分布的磁场梯度脉冲（或者“标记脉冲（blips）”）G_x、G_y和G_z的时 域曲线图。为了能够跨越k-空间，必须沿着三个非共面的方向并且优选地互相 垂直的方向施加梯度脉冲。并不一定要使这些方向之一与磁化轴线（z）重合。 连接相邻的k_T-点的线段不必沿着x轴、y轴或z轴定向；为了沿着倾斜的线段 在k-空间中运动，必须同时施加两个（G_x，G_y；G_x，G_z；G_y，G_z）或者甚至三 个（G_x，G_y，G_z）梯度脉冲。

通过西门子AC84梯度头部线圈产生梯度脉冲，可使梯度振幅达50mT/m并 且转换速率为333T/m/s；脉冲的上升沿和下降沿在图上为清楚可见的。如果梯 度是连续的且同时传输RF功率，即，如果k-空间轨迹在k_T-点中不包括“停留”， 则该梯度脉冲并不如图2中那样完全分开；在极限情况下，它们失去其标识并 且合并成差不多连续的、随时间变化的磁场梯度。

傅里叶方法为特别有利的，但是其不是用于得出补偿图案并布置k_T点的唯 一可用的方法。已针对切片选择性方法中的轮辐式布置的二维问题而开发出的 其他方法也可以应用至k_T-点部署。例如，参见文献[6]公开的所谓的“稀疏性-强 迫”方法。

布置好k_T-点之后，下一步骤是用线段连接这些k_T-点以便用最小的行程覆盖 所有的点。然后设计待在梯度标记脉冲之间施加到和/或待与梯度脉冲同步地施 加至身体的RF横向场。此处，我们考虑RF能量仅沉积在k_T点的情况：因此， RF能量仅以与梯度脉冲交错（并且不叠加至梯度脉冲上）的RF子脉冲的形式 提供。

已经使用了矩形RF子脉冲P₁-P₁₀。尽管这不是本发明的必要特征，但是因 为矩形RF子脉冲P₁-P₁₀的宽带特征并且因为这样的子脉冲具有达到给定的积分 （即，翻转角）的最佳形状，同时最小化SAR（其随着子脉冲的振幅平方的时 间积分而变化），因此该选择被认为是最优的。

该头部线圈RFC包括多个（八个）独立的线圈元件（偶极子），因此可以使 用并行传输以便有助于FA分布的均匀化。每个偶极子在两个连续的梯度标记脉 冲之间发射矩形RF子脉冲，该矩形RF子脉冲的振幅与相位可以不同于其他偶 极子发射的子脉冲的振幅和相位。然而，这些子脉冲为同时发射的并且具有相 同的持续时间。这不是必要的，但是被强烈推荐的。可以很容易地理解，如果 一个偶极子发射的子脉冲比其他偶极子发射的子脉冲短，这将增大SAR而不缩 短激发序列的总持续时间；因此有利的是，延长该子脉冲同时降低其振幅以保 持其积分恒定。如果一个偶极子发射的子脉冲比其他偶极子发射的子脉冲长， 这将增大所述序列的总持续时间，而对SAR有最小的益处：因此将有利的是， 缩短该子脉冲-以减小持续时间-或者延长其他子脉冲-以减少SAR。在任一情况 中，最佳的方案为传输具有相同持续时间的脉冲。

尽管在给定时间由不同的线圈元件发送的脉冲具有相同的持续时间，然而 在不同时间发送的脉冲（即，在不同的k_T-点沉积能量）可以具有不同的持续时 间。

用于头部线圈的8个通道的RF激发子脉冲的设计可以通过在空间域内使用 小顶角近似（Small Tip Approximation）（文献[7]）来实现，其考虑到与通道相关 的传输B₁轮廓与VOI内的B₀空间变化。此外，可有利地应用局部可变的交换 方法[8]以解决幅度最小平方（Magnitude Least Square）问题，这缓解了不必要的 相位均匀化限制。使用并行传输设计RF脉冲的这些技术的应用是公知的；这些 技术适用于与梯度硬件兼容的任一任意的、预定的k-空间轨迹；k_T-点布置和连 接确实提供这样的k-空间轨迹。

由此获得的激发脉冲包含次优的k_T-点子脉冲持续时间。事实上，对于所有 的MRI应用，在SAR和总的脉冲持续期间之间存在折中。较长的脉冲可以对图 像质量具有负面作用。另一方面，减小长度需要较高的峰值振幅来获得相同的 翻转角。尽管这可有益于一些应用，但其也增大了与RF波振幅的平方成比例的 SAR。利用空间域方法下[7]，在脉冲设计期间可以考虑ΔB₀-相关的相位演变。 为了该目的，必须预先规定激发序列的j个单独的子脉冲中的每个子脉冲的持续 时间δt_j。为了最小化这些子脉冲的持续时间，同时保持相对较低的功率需要，可 以实施简单的叠加优化过程。首先，对所有的子脉冲设定相对随意的持续期间。 通过应用空间域方法，为各个激发脉冲求得一组振幅。给定最大允许的峰值振 幅（P_Lim），可以通过使用以下等式重新调整脉冲持续时间：

${\mathrm{\delta t}}_j^{\mathrm{New}}=\frac{\mathrm{Max}{\left\{P_i\right\}}_j}{P_{\mathrm{Lim}}}{\mathrm{\delta t}}_j^{\mathrm{Old}}+\Delta$

其中P_i表示在第i通道上出现的振幅。在此处考虑的具体示例中，P_Lim为在传输 通道上可得的最大电压（170V）。但其可以重新向下调节至对应于局部和总体 SAR限制的最大值。常量Δ的理想值应该为0。然而实际上，通过包括小值的Δ， 通常有助于放松优化过程中的限制。将优化的直接应用到先前发现的激发 脉冲导致不正确的ΔB₀–引起的-相位补偿。用新发现的子脉冲持续时间简单地重 新设计激发脉冲可使待发现的新的激发脉冲包括合适的校正。该新的脉冲具有 随时间推移可以略微不同的功率分布。因此，可能需要重复该过程多次，直到 已经满足优化规则。

图7A示出所有8个发射通道上求和的总RF功率的时域图。可以看出，在 该具体情况中，当磁场梯度在作用时，没有发生RF脉动。

并行传输的使用和RF线圈的特定结构可以解释为何在k-空间轨迹中引入沿 着k_z方向的两个附加的k_T点是有利的，即使这两个附加的k_T点不对应于补偿图 案的第八个最高能量的空间频率分量和第九个最高能量的空间频率分量。线圈 的8个发射带状线的位置的不同之处仅在于它们的方位角。这意味着，并行传 输引入了附加的自由度以仅对抗横向平面中的RF不均匀性而非轴向（z）方向 上的RF不均匀性；但这被用于布置k_T点的傅里叶方法忽略，在该傅里叶方法 中，仅考虑CP模式。为了补偿该不平衡，有利地沿着k_z引入额外的k_T-点。用 独立的z+带状线形元件和z-带状线形元件沿着z轴进一步分割线圈可以潜在地避 免需要这些额外的k_T-点。该需求的另一可能的原因为在基于傅里叶的k_T-点识别 期间未予以考虑的ΔB₀分布的影响。

已经在小顶角近似（small-tip approximation）的框架中描述了RF-脉冲设计， 该小顶角近似允许布洛赫方程线性化。然而，多种已知的技术可克服该限制； 例如，参见[9-12]。这些技术可以应用于本发明的方法。

图8示出根据本发明的方法的简化流程图。

第一步骤S1在于绘制FA的不均匀性的示图，或者等同地，绘制B₁的不均 匀性的示图。也可以获得B₀的示图以用于以后较好的脉冲设计。

第二步骤S2在于确定补偿图案，以虽有不均匀性仍获得目标均匀激发图案。

第三步骤S3在于根据所述补偿图案在k-空间中部署k_T-点，并且连接这些 点以得出短的激发k-空间轨迹。并行传输的使用可以使得至少沿着一些方向（取 决于发射线圈元件的布局）减少实现激发图案的满意均匀化所需的K_T-点的数 目。

第四步骤S4在于确定RF子脉冲以沿着通过k_T-点确定的k-空间轨迹沉积能 量。该步骤可以包括子脉冲持续时间的迭代最优化。同样，其可以使用或者不 使用并行传输。

第五步骤S5在于将激发序列应用于待成像的身体。

图5A到图5C示出了本发明的方法所实现的结果。通过用上述方法设计的 子脉冲序列替换标准矩形脉冲，这些图为利用AFI序列获得的FA示图。

以15°FA为目标产生950-μs的激发脉冲，这产生7.3%的NRMSE（所关注 的体积上的标准均方根误差检验值），即，15°±1.1°。与CP模式（23%NRMSE） 相比，最大FA/最小FA从23.3°/4.9°减少到18.0°/11.4°。将实验结果与完全布拉 赫模拟相比，得出相关因子99.7％，这表明理论和实验上很好地相符。脉冲持续 时间的优化在三次重复之后收敛成最小值。基于具有4-GB RAM的2.4-Ghz的 英特尔酷睿2双核的性能，脉冲设计可以在大约5分钟内进行。

根据本发明的该实施方式产生的脉冲可以在短-TR 3D序列（诸如FLASH 或者MP-RAGE）中有利地用作小的激发。

本发明的方法已经开发用于医疗应用，并且特别是用于人的脑部的高-磁场 （>3T）MRI。然而，该方法也可以被应用到其他医疗和非医疗MRI技术（例如， 石油勘查），也可以被应用到核磁共振（NMR）光谱，且更普遍地应用于需要样 本的体积内的核自旋激发的均匀空间分布的所有技术。

为了显示该方法的有效性，通过在具有8个独立驱动的通道的传输阵列系 统上实施，在7T下，应用该方法以使三个志愿者的整个脑部中的FA均匀化。

在配置有8-通道传输阵列（每个通道上为1kW峰值功率）的西门子7T磁 子扫描仪（Erlangen，德国）上进行实验验证。头部梯度设置可使振幅达50mT/m 以及转换速率为333mT/m/ms。目标翻转角为5°。对于RF发射和RF接收，使 用结构与在图2中示出的结构类似的收发器-阵列头部线圈，其由在直径为 27.6cm的圆柱状表面上每隔42.5度分布的8个带状线形偶极子构成，在对象眼 睛的前方留有小的敞开的空间。将所有的偶极子理想地调整到在7T下的质子拉 莫尔频率并且相同地匹配于50Ω的线路阻抗。

首先从利用快序列获得的初始图像提取脑部体积。在对3D脑部蒙片（mask） 进行傅里叶变换之后，通过k-空间中N个最大幅度分量的位置来确定k_T-点的 位置。如从上文讨论的早期的体模研究所预料的，发现低空间分量控制k-空间。 布洛赫模拟表明，5个k_T-点足以在人的脑部中实现超出10%的空间激发均匀度。 令人惊讶地，发现5个k_T-点位于k_x-k_z平面中，其中z为颅骨-尾骨（cranio-caudal） 方向（与静磁场B₀的方向一致）以及x为左-右方向。除非另外说明，否则，人 脑部内的自旋翻转角的满意的均匀化可通过在k-空间中使用二维轨迹实现，如 图9A示出的；图9C、图9D和图9E分别示出相应的G_x、G_y和G_z的梯度脉冲 或者“标记脉冲（blips）”；“标记脉冲”各具有40μs的持续时间；可以看出，G_y=0。 仅选择5个k_T-点为有利的，这是因为相对于体模的情况，其可以减小脉冲持续 时间，并且由此减小SAR，而在体模的情况下，发现达到类似的均匀性性能需 要k空间中的三维轨迹。

随后，使用空间域中的小顶角近似以及局部可变的交换方法进行脉冲设计， 以解决幅度最小平方（MLS）问题。图9B上示出六个优化的矩形RF-脉冲。

通常在脉冲持续时间优化程序的3到4次迭代中得出这些方案。基于2.4Ghz 的具有4-GB RAM的英特尔酷睿2双核的性能，可以在大约30秒内执行完整的 脉冲设计程序。

图10C示出在对象n°1上测量的翻转角分布（中心冠状方向的、中心矢状 方向的和中心轴向的脑横截面；翻转角（FA）直方图叠加在灰度上）。图10D示 出通过数值模拟获得的对应的分布；可以看出，理论（10D）和试验（10C）之 间的一致性非常好，即使试验的翻转角分布比理论的翻转角分布略宽。图10B 示出使用静态匀场序列获得的实验结果，该序列对应于在k-空间的中心处优化 的单一的k_T-点。可以容易地看出，FA分布明显比图10C的情况中的FA分布大； 然而，所需的总RF能量在两种情况中基本上相同（在10%以内）；在静态匀场 情况中的总能量可以进一步减少，但其可以保持相同的数量级。图10A对应于 使用标准CP（圆形极化的）脉冲，产生在2°到8°之间的翻转角的宽分布。

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